(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の脳脊髄液の動態観測を目的として、前記脳脊髄液をイメージングする磁気共鳴イメージング装置において、
前記被検体の撮像領域内のモンロー溝を含む領域、中脳水道および橋槽を含む領域、大後頭孔を含む領域、大脳外側窩を含む領域の少なくともいずれかの標識化領域の脳脊髄液に含まれるスピンを標識化する標識化手段と、
所定のパルスシーケンスにより前記撮像領域に含まれるスピンに関するエコー信号を取得する取得手段と、
前記標識化を行った時点から前記エコー信号の取得のサイクルを複数回行うように前記標識化手段及び前記取得手段を制御する制御手段と、
前記複数回のサイクルのそれぞれにて取得された前記エコー信号に基づいて前記撮像領域内の複数の画像を再構成する再構成手段とを具備し、
前記標識化領域と前記撮像領域の撮像断面とは交差することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記標識化手段は、前記標識化領域としてモンロー溝を含む領域、中脳水道および橋槽を含む領域、大後頭孔を含む領域それぞれに含まれるスピンを標識化することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記標識化手段は、前記標識化領域として大脳外側窩を含む領域に含まれるスピンを標識化し、
前記取得手段は、前記撮像領域として設定された全交連あるいは視交叉付近を通るような断面のエコー信号を取得することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記複数の画像のうちの１つを位置決め用画像として表示する手段と、
前記位置決め用画像上で撮像断面の指定を受け付ける手段とをさらに具備したことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血液や脳脊髄液（ＣＳＦ）などの体内の移動物質の動態観測に適する磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
インバージョンパルスを印加することにより、ある時刻、ある位置にある観察対象に縦磁化の形でラベリング（標識化）を行い、一定時間後にＭＲＩ画像を撮像することにより、ラベリングされた観察対象の分布を把握する方法が知られている（例えば、非特許文献１を参照）。
【０００３】
この方法を用いる場合、心電同期法を用いて心臓のＲ波など特徴的な心電波形が現れる時刻を基準にして、その時刻から一定時間経過した時刻に画像化のためのＲＦ励起およびエコー信号の収集を行うことが多い。これは、血液や脳脊髄液等の流速変化は心時相（cardiac phase）に高い相関を持って変動する性質があることが多いことを利用している。このような同期方法をとることにより、拍動によるアーチファクトを低減することができるとともに、血管や脳脊髄液等の描出能や信号強度が安定したり、画質が向上するからである。
【０００４】
さらに、画像化のための収集の前に、選択励起法による縦磁化のラベリングを行い、そのラベリングの時刻から画像化までの時間ＴＩを変更しながら複数の画像を撮像する方法が知られている（例えば、特許文献１を参照）。この方法で得られた複数の画像を一定時間をおいて連続的に表示することにより、血液や脳脊髄液等の体内の移動物質の動態が観察できる。
【０００５】
図２４はこの従来例のパルスシーケンスを示す図である。図２４に示される波形は上から順番に、同期波形としてのＥＣＧ（electrocardiograph）、撮像対象に印加する高周波パルス（ＲＦ）、スライス方向の傾斜磁場波形（Ｇss）、リードアウト方向の傾斜磁場波形（Ｇro）、位相エンコード方向の傾斜磁場波形（Ｇpe）、高周波パルス印加時の搬送波の中心周波数からのずれ（△ｆ）を示す。期間Ｐ１は、血液や脳脊髄液をラベリングするためのタグ（標識）用シーケンス部分であり、期間Ｐ２は、画像化のための本体のパルスシーケンス部分である。期間Ｐ１，Ｐ２とも、選択励起時にはそれぞれ独立に傾斜磁場強度の組み合わせおよび△ｆを設定することができ、励起面の方向および位置をそれぞれ独立に設定することができる。この例では、高速スピンエコー法の場合の例を示すが、たとえばコヒーレント型のグラディエントエコー法（TrueSSFP法，TrueFISP，balancedFFE法）などの任意の画像化方法が利用可能である。同一の時間ＴＩで１画像を再構成するために必要なショット数分を収集する。時間ＴＩを変化させながらこの撮像を繰り返す。撮像された時間ＴＩの異なる複数の画像を連続的に表示することにより、脳脊髄液の動態観察を行う。期間Ｐ１における標識用パルスで励起された部分のうちで動きがある部分に関しては、時間ＴＩの間に流速に応じて移動するため、画像上標識した領域以外の部分が低信号化される。これにより、血液や脳脊髄液の動きが観察できる。また、期間Ｐ１におけるＲＦパルスの時間的に前あるいは後に非選択のＩＲパルスをもう１つ付加することにより、標識された部分の縦磁化がほぼ初期状態となり、血液や脳脊髄液の動きを高信号として画像化する例も示されている。
【０００６】
また、脳脊髄液の移動に関する測定手段として、他に放射性同位元素を脊髄腔内に注入し、数時間単位で体内の移動をシンチレーションカウンタなどの手段で追跡する方法や、造影剤（Metrizamide）を用いＸ線ＣＴ（computed tomography）で同様に測定を行う方法などがある。これらの方法は、bulk motionと呼ばれる長時間の脳脊髄液の移動について観測しやすいという長所があるが、いずれも被検査者へ対する侵襲性が高く、注入するため脳脊髄液の内圧が変化する恐れがあり観測対象に影響を与えてしまうなどの不具合がある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特開２００１−２５２２６３号公報
【非特許文献】
【０００８】
【非特許文献１】“Considerations of Magnetic Resonace Angiography by Selecitve Iversion Recovery”，  D.G.Nishimura et al.,Magnetic Resonance in Medicine, Vol.7,472-484,1988
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
課題：ラベリングを利用した撮像を行うためには、装置使用者は脳脊髄液の循環経路に関する臨床的な知識が必要で、撮像条件を適切に設定することが困難であるという不具合があった。
【００１０】
本発明の目的は、撮像条件を容易かつ適切に設定することを可能とすることにある。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明は、被検体の脳脊髄液の動態観測を目的として、前記脳脊髄液をイメージングする磁気共鳴イメージング装置において、前記被検体の撮像領域内のモンロー溝を含む領域、中脳水道および橋槽を含む領域、大後頭孔を含む領域、大脳外側窩を含む領域の少なくともいずれかの標識化領域の脳脊髄液に含まれるスピンを標識化する標識化手段と、所定のパルスシーケンスにより前記撮像領域に含まれるスピンに関するエコー信号を取得する取得手段と、前記標識化を行った時点から前記エコー信号の取得のサイクルを複数回行うように前記標識化手段及び前記取得手段を制御する制御手段と、前記複数回のサイクルのそれぞれにて取得された前記エコー信号に基づいて前記撮像領域内の複数の画像を再構成する再構成手段とを備え、前記標識化領域と前記撮像領域の撮像断面とは交差させた。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本発明の第１乃至第７の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図。
【図２】第１の実施形態におけるパルスシーケンスを示す図。
【図３】条件設定のための図１中のホスト計算機６の処理のフローチャートを示す図。
【図４】第１の実施形態におけるパルスシーケンスの変形例を示す図。
【図５】第２の実施形態におけるパルスシーケンスを示す図。
【図６】図５中の期間Ｐ１１におけるトリガ検出用のパルスシーケンスを示す図。
【図７】トリガ検出用のパルスシーケンスにより得られるエコー信号の波形とこのエコー信号を１次元フーリエ変換して得られるリードアウト方向の絶対値および位相のプロファイルとの一例を示す図。
【図８】トリガ検出用のパルスシーケンスにより測定される位相変化θ(ro, i)を時間順にプロットした図。
【図９】第２の実施形態における励起領域および観測対象領域の設定例を示す図。
【図１０】第２の実施形態における励起領域および観測対象領域の別の設定例を示す図。
【図１１】第３の実施形態におけるパルスシーケンスを示す図。
【図１２】画像ＩＭ１，ＩＭ２…，ＩＭｍを平均処理して平均画像ＩＭaveを作成する様子を示す図。
【図１３】画像ＩＭ１，ＩＭ２…，ＩＭｍの分散に比例した分散画像ＩＭvarを作成する様子を示す図。
【図１４】第４の実施形態におけるパルスシーケンスを示す図。
【図１５】第４の実施形態におけるラベリング領域の設定例を示す図。
【図１６】第４の実施形態におけるラベリング領域を設定するための位置決め用画像を得るために適切な断面の一例を説明する図。
【図１７】図１６に示される断面Ｓ１について撮像された２次元画像およびこの画像でのラベリング領域の設定例を示す図。
【図１８】図１７に示すようにラベリング領域Ｒ１１，Ｒ１２が設定された状態で第４の実施形態のパルスシーケンスにより撮像された画像の一例を示す図。
【図１９】第５の実施形態における位置決め用画像の一例を示す図。
【図２０】図１９に示す位置決め用画像上での撮像断面の設定例を示す図。
【図２１】図２０に示す撮像断面Ｓ１１に関して撮像した２次元画像の一例を示す図。
【図２２】図２１に示すようなラベリング領域Ｒ２３をラベリングした上での撮像を行って得られる画像の一例を示す図。
【図２３】図１中のホスト計算機６の第６の実施形態における特徴的な処理の手順を示すフローチャートである。
【図２４】特許文献１に開示されたパルスシーケンスを示す図。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
以下、図面を参照して本発明の第１乃至第７の実施形態について説明する。
【００１４】
図１は第１乃至第７の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と称する）の構成を示す図である。
【００１５】
このＭＲＩ装置は、被検体としての患者Ｐを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロールおよび画像再構成を担う制御・演算部と、被検体Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部と、患者Ｐに息止めを指令するための息止め指令部とを備えている。
【００１６】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを含み、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ0を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【００１７】
傾斜磁場発生部は、傾斜磁場コイルユニット３を含む。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ、ＹおよびＺ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組のコイル３ｘ、コイル３ｙ，コイル３ｚを備える。傾斜磁場発生部はまた、コイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を含む。傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサ５の制御のもと、傾斜磁場を発生させるためのパルス電流をコイル３ｘ〜３ｚに供給する。
【００１８】
傾斜磁場電源４からコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流を調整することにより、物理軸であるＸ，Ｙ，Ｚ方向の各軸の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒの各論理軸方向を任意に設定することができる。スライス方向、位相エンコード方向および読出し方向の各傾斜磁場は、静磁場Ｈ0に重畳される。
【００１９】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７に接続された送信器８Ｔおよび受信器８Ｒとを含む。送信器８Ｔおよび受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５の制御の下で動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を起こさせるためのラーモア周波数のＲＦパルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコイル７が受信したエコー信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してエコー信号に応じたデジタル量のエコーデータ（原データ）を生成する。
【００２０】
制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、入力器１３および音声発生器１６を含む。このうち、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を有する。
【００２１】
ホスト計算機６は、位置決め用スキャンなどの準備作業に引き続いて、イメージングスキャンを実施する。イメージングスキャンは、画像再構成に必要なエコーデータの組を収集するスキャンであり、ここでは２次元スキャンに設定されている。イメージングスキャンは、ＥＣＧ信号に依るＥＣＧゲート法を併用して行うことができる。なお、このＥＣＧゲート法は場合によっては併用しなくてもよい。
【００２２】
パルスシーケンスとしては、３次元（３Ｄ）スキャンまたは２次元（２Ｄ）スキャンである。そのパルス列の形態としては、ＳＥ（spin echo）法、ＦＳＥ（fast spin echo）法、高速ＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせたＦＡＳＥ（fast asymmetric spin echo）法、ＥＰＩ（echo planar imaging）法などが用いられる。
【００２３】
シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒのそれぞれの動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力したエコーデータを一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送する。パルスシーケンス情報は、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばコイル３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。
【００２４】
演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したエコーデータをシーケンサ５を介して入力する。演算ユニット１０は、その内部メモリ上のフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）にエコーデータを配置し、このエコーデータを各組毎に２次元または３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演算ユニットは、必要に応じて、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理などを行うことができる。
【００２５】
合成処理には、２次元の複数フレームの画像データを対応する画素毎に加算する加算処理、３次元データに対して視線方向の最大値または最小値を選択する最大値投影（ＭＩＰ）処理または最小値投影処理などが含まれる。また、合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとってエコーデータのまま１フレームのエコーデータに合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含まれる。
【００２６】
記憶ユニット１１は、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを保管することができる。表示器１２は、ホスト計算機６の制御の下に画像を表示する。入力器１３を介して、術者が希望する撮影条件、パルスシーケンス、画像合成や差分演算に関する情報をホスト計算機６に入力できる。
【００２７】
息止め指令部の一要素として音声発生器１６を備える。この音声発生器１６は、ホスト計算機６から指令の下に、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発することができる。
【００２８】
心電計測部は、被検体の体表に付着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを含む。心電計測部による計測信号は、イメージングスキャンを実行するときにシーケンサ５により用いられる。これにより、ＥＣＧゲート法（心電同期法）による同期タイミングを適切に設定でき、この同期タイミングに基づくＥＣＧゲート法のイメージングスキャンを行ってデータ収集できるようになっている。
【００２９】
次に以上のように構成されたＭＲＩ装置の動作について詳細に説明する。
【００３０】
（第１の実施形態）
以下、第１の実施形態について説明する。
【００３１】
図２は第１の実施形態におけるパルスシーケンスを示す図である。図２に示される波形は上から順番に、同期波形としてのＥＣＧ（electrocardiograph）、撮像対象に印加する高周波パルス（ＲＦ）、スライス方向の傾斜磁場波形（Ｇss）、リードアウト方向の傾斜磁場波形（Ｇro）、位相エンコード方向の傾斜磁場波形（Ｇpe）、高周波パルス印加時の搬送波の中心周波数からのずれ（△ｆ）を示す。期間Ｐ１は、血液や脳脊髄液をラベリングするためのタグ（標識）用シーケンス部分であり、期間Ｐ２は、画像化のための本体のパルスシーケンス部分である。この例では、高速スピンエコー法を採用しているが、たとえばコヒーレント型のグラディエントエコー法（TrueSSFP法，TrueFISP，balancedFFE法）などの任意の画像化方法が利用可能である。
【００３２】
図２と図２４とを比較して分かるように、第１の実施形態におけるパルスシーケンスは、特許文献１に開示されたパルスシーケンスをベースとしている。すなわち、期間Ｐ１におけるラベリングと期間Ｐ２におけるエコー収集とからなる撮像サイクルを、ラベリングパルスＬＰによる励起を行ってからエコー収集のためのパルスシーケンスを開始するまでの時間ＴＩの大きさを変更しながら複数回繰り返す。そして第１の実施形態におけるパルスシーケンスが図２４に示されたパルスシーケンスと異なるのは、基準時相からラベリングパルスＬＰによる励起を行うまでの時間ＴＤtagを、撮像サイクル毎に時間ＴＩの大きさに相反して変化させている点にある。なおここでは、ＥＣＧにＲ波が生じる時相を基準時相としている。
【００３３】
図３は条件設定のためのホスト計算機６の処理のフローチャートを示す図である。
【００３４】
ステップＳａ１においてホスト計算機６は、複数回の撮像サイクルのそれぞれに関して例えば術者により指定される時間ＴＩnの値を入力するか、あるいは例えば術者により指定される撮像サイクルの回数、最初の撮像サイクルにおける時間ＴＩ1の値、ならびに時間ＴＩの変化量ΔＴＩを入力して、２つ目以降の撮像サイクルのそれぞれに関する時間ＴＩnを予め定められた数式に基づいて算出する。この数式としては例えば、次のような式が適用できる。
【００３５】
ＴＩn＝ＴＩ1−（ｎ−１）・ΔＴＩ
ステップＳａ２においてホスト計算機６は、基準時相からエコー収集のためのパルスシーケンスを開始するまでの時間ＴＤseqとして例えば術者により指定される値を入力する。
【００３６】
ステップＳａ１およびステップＳａ２において各種の値は、デフォルト値、あるいは複数のデフォルト値のうちの術者により選択された値とするなどのように、その入力の形態は任意であって良い。また各種の値を入力する順序は、任意であって良い。
【００３７】
ステップＳａ３においてホスト計算機６は、複数回の撮像サイクルのそれぞれに関する時間ＴＤtagnを次の式により算出する。
【００３８】
ＴＤtagn＝ＴＤseq−ＴＩn
なお、装置の制御の都合上、ＴＤtagnは０または正の値でなければならないことが一般的であるため、必要に応じて、ＴＤseqの入力時にＴＤseqがＴＩnの最大値と同等かそれ以上になるように、入力の制限を行ってもよい。
【００３９】
ステップＳａ４においてホスト計算機６は、図２に示したパルスシーケンスに従ってスキャンを実行する。そしてこの時にホスト計算機６は、ｎ番目の撮像サイクルにおいては、時間ＴＤtagnおよび時間ＴＩnをそれぞれ適用するようにシーケンサ５に指示する。この指示に基づいてシーケンサ５は、時間ＴＤtagおよび時間ＴＩをそれぞれ変化させながら、撮像サイクルを繰り返し実行する。図２の例では、１番目の撮像サイクルにおける時間ＴＩ1に対して２番目の撮像サイクルにおける時間ＴＩ2は小さくなっているが、これとは相反的に１番目の撮像サイクルにおける時間ＴＤtag1に対して２番目の撮像サイクルにおける時間ＴＤtag2は大きくなっている。
【００４０】
撮像サイクル毎に収集されるエコーデータに基づいてそれぞれ再構成される複数の画像を連続的に表示することにより、血液や脳脊髄液の動態観察を行うのに有用な情報を提示することができる。すなわち、期間Ｐ１におけるラベリングパルスＬＰで励起された部分のうちで動きがある部分に関しては時間ＴＩの間に流速に応じて移動するため、画像上タグしていない領域が低信号化される。この部分を各画像上で追跡することにより、血液や脳脊髄液の動きが観察できる。
【００４１】
ところで第１の実施形態では、時間ＴＤtagを時間ＴＩに対して反比例させているため、時間ＴＤseqは各撮像サイクルで同一である。このため、時間ＴＩを変化させて血液や脳脊髄液の動態を描出しながらも、基準時相からエコー収集のためのパルスシーケンスを開始するまでの時間ＴＤseqは各撮像サイクルで均一である。このため、各撮像サイクルは高精度にＥＣＧに同期するため、拍動に伴う周期的な変動の影響が抑制され、撮像毎の画像の変動やアーチファクトが抑制できる。
【００４２】
本体のパルスシーケンスとしてＣＰＭＧパルス系列を使用した高速スピンエコー法などを使用した場合、流速による位相変化量の異なる複数のエコー成分の合成として画像が構成されているため、位相の干渉作用により、流速に応じた画像値の変化が激しい。このため、第１の実施例により時間ＴＤseqが各撮像サイクルで均一であることによる画質変動の減少は、他のパルスシーケンスより顕著であり、特に効果的である。
【００４３】
なお、１画像を再構成するために複数のショットが必要なパルスシーケンスを採用することも可能である。この場合には、１画像を再構成するために必要なショット数分のエコー収集を時間ＴＩを変更せずに繰り返し、さらにこのような処理を時間ＴＩを変更しながら繰り返す手順をとれば良い。
【００４４】
また、図４に示すように、ラベリングパルスＬＰの前に、スライス非選択（ＲＦ印加時にスライス傾斜磁場が０である）の状態でＩＲパルス（１８０度パルス）Ａを付加しても良い。これにより、ラベリングされた部分の縦磁化がほぼ初期状態となり、血液や脳脊髄液の動きを高信号として画像化することができる。すなわち、図２に示すパルスシーケンスにより得られる画像をネガポジ反転した画像を得ることができる。
【００４５】
（第２の実施形態）
以下、第２の実施形態について説明する。
【００４６】
図５は第２の実施形態におけるパルスシーケンスを示す図である。図５に示される波形は上から順番に、同期波形としての脳脊髄液拍動波形、撮像対象に印加する高周波パルス（ＲＦ）、スライス方向の傾斜磁場波形（Ｇss）、リードアウト方向の傾斜磁場波形（Ｇro）、位相エンコード方向の傾斜磁場波形（Ｇpe）、高周波パルス印加時の搬送波の中心周波数からのずれ（△ｆ）を示す。期間Ｐ１は、血液や脳脊髄液をラベリングするためのタグ（標識）用シーケンス部分であり、期間Ｐ２は、画像化のための本体のパルスシーケンス部分である。この例では、高速スピンエコー法を採用しているが、たとえばコヒーレント型のグラディエントエコー法（TrueSSFP法，TrueFISP，balancedFFE法）などの任意の画像化方法が利用可能である。
【００４７】
図５と図２４とを比較して分かるように、第２の実施形態におけるパルスシーケンスは、特許文献１に開示されたパルスシーケンスと同様な期間Ｐ１，Ｐ２を有し、さらに期間Ｐ１に先立って期間Ｐ１１を有している。期間Ｐ１１は、期間Ｐ１の開始のトリガを検出するための期間である。そしてこの期間Ｐ１１にてトリガが検出された時相を基準時相として、期間Ｐ１におけるラベリングと期間Ｐ２におけるエコー収集とからなる撮像サイクルを複数回繰り返す。
【００４８】
図６は図５中の期間Ｐ１１におけるトリガ検出用のパルスシーケンスを示す図である。図６に示される波形は上から順番に、撮像対象に印加する高周波パルス（ＲＦ）、スライス方向の傾斜磁場波形（Ｇss）、リードアウト方向の傾斜磁場波形（Ｇro）、位相エンコード方向の傾斜磁場波形（Ｇpe）、フローエンコードのための傾斜磁場パルス（Ｇvenc）、エコー信号波形（Echo）を示す。期間Ｐ２１は、円柱状の領域を励起するための２次元ＲＦパルスである。この２次元ＲＦパルスによる励起は、「Hardy, C. J., and Cline, H. E., 1989. Broadband nuclear magnetic resonance pulses with two-dimensional spatial selectivity. J.Appl.Phys 66:1513-1516.」により知られている。
【００４９】
流速の時間分解能を上げるため、スライス方向、位相エンコード方向の２次元励起法により撮像領域を限定して一回の時間ＴＲで、限定されたボリュームの脳脊髄液や血液などの流速を測定することができる。励起後、エコー収集までの間にフローエンコードのための傾斜磁場パルスGvencを印加することにより、エコー信号には期間中の平均流速に比例した位相変化が生じる。なお、時間ＴＲは、例えば１０〜２００ms程度である。
【００５０】
上記のトリガ検出用のパルスシーケンスにより、例えば図７に示す波形Ｗのようなエコー信号が得られる。そしてホスト計算機６によってエコー信号を１次元フーリエ変換（１ＤＦＴ）することにより、図７に示すようにリードアウト方向の絶対値および位相のプロファイルＰＲ１，ＰＲ２が得られる。
【００５１】
さて、第２の実施形態における撮像を開始する前には、トリガ検出用のパルスシーケンスにおいて励起する領域（以下、励起領域と称する）と、位相変化の観測対象の領域（以下、観測対象領域と称する）とを、例えば術者の指示に応じて設定しておく。
【００５２】
図９は励起領域および観測対象領域の設定例を示す図である。この例では、位置決め用画像上に励起領域を表す矩形枠２１と、リードアウト方向に直交する２本の直線２２，２３を術者に指定させる。そしてホスト計算機６は、投影形状が矩形枠２１のようになる円柱状（棒状）の領域を励起領域として設定し、直線２２，２３のリードアウト方向の中間位置ｒ0と直線２２，２３の間隔Δｒとして観察対象領域を設定する。
【００５３】
図１０は励起領域および観測対象領域の別の設定例を示す図である。この例では、リードアウト方向が図９の例におけるリードアウト方向と異なっているために、矩形枠２４および直線２５，２６の向きが異なっているが、投影形状が矩形枠２４のようになる円柱状（棒状）の領域を励起領域として設定し、直線２５，２６のリードアウト方向の中間の位置ｒ0と直線２５，２６の間隔Δｒとにより観察対象領域を設定することについては何ら変わらない。なお、位置ｒ0に代えて２つの直線のそれぞれのリードアウト方向の位置を観察対象領域の情報として用いても良い。
【００５４】
なお図９および図１０における位置決め用画像は、頭部のサジタル断面画像である。この場合にトリガ検出用のパルスシーケンスにおいては、頭部の脳脊髄液の流速変化をＮＭＲ信号で直接連続的に求め、トリガを検出することになる。この場合には、図９および図１０に示すように、流速が速く、かつ変動が大きい、中脳水道（cerebral aqueduct）の部分が含まれるように励起領域を設定し、脳脊髄液の流れる方向にフローエンコードの方向を合わせることが望ましい。そして図９は、中脳水道の部分にリードアウト方向を沿わせた例であり、図１０は中脳水道の部分にスライス方向または位相エンコード方向を沿わせた例である。図１０の例の方が、観察したい脳脊髄液の部分をトリガ検出用のパルスシーケンスで励起する範囲が狭いので、トリガ検出後に実行される本撮像への影響が小さいという特長がある。
【００５５】
ホスト計算機６は、位相のプロファイルＰＲ２における観察対象領域内での平均的な位相変化θ(ro, i)を測定する。ただし、iは時間ＴＲの繰り返し回数のインデックスを表す。上述したようにして観測対象領域を設定しておくことで、対象のボクセルが小さくでき、パーシャルボリューム効果がより少なくなり、流速の変化をより忠実に反映した位相変化を測定できる。
【００５６】
時間ＴＲ毎に測定される位相変化θ(ro, i)を時間順にプロットすると、例えば図８に示すように脳脊髄液の拍動の様子が表れる。かくして、測定される位相変化θ(ro, i)が予め定められた状態と合致した時点を基準時相と定めれば、この基準時相は脳脊髄液の拍動に高精度に同期する。図８の例では、位相変化θ(ro, i)が閾値を超える時相を基準時相と定める例を示している。基準時相を定めるためには、例えば図８に示すような波形を時間微分して変曲点を検出する方法などの他の方法も採用可能である。ただし、撮像開始後は位相変化θ(ro, i)は一部のデータしか収集できないので、撮像開始前にトリガ検出用シーケンスを連続的に実行し、平均的な基準時相（トリガ）の間隔、あるいは安定して基準時相（トリガ）を検出できる閾値などを決めておくことも場合によっては必要である。
【００５７】
そしてホスト計算機６は図５に示すように、期間Ｐ１１において上述のようにして定めた基準時相に同期して、期間Ｐ１および期間Ｐ２におけるパルスシーケンス、すなわち本撮影を繰り返し行うようにシーケンサ５を制御する。なお、図５の例では、基準時相に至ったことをトリガとして、即座に期間Ｐ１におけるパルスシーケンスを開始している。
【００５８】
このように第２の実施形態によれば、脳脊髄液の拍動を観測して、この観測結果に基づいて基準時相を定めるので、ＥＣＧを同期波形として用いるのに比べて高精度に脳脊髄液の拍動に同期させてエコーの収集を行うことができる。この結果、拍動に伴う周期的な変動の影響が抑制され、撮像毎の画像の変動やアーチファクトが抑制できる。
【００５９】
なお、この第２の実施形態におけるトリガ検出用のパルスシーケンスを、第１の実施形態や第３の実施形態などにおける撮像のためのシーケンスなどに適用することも可能である。
【００６０】
トリガ検出のための処理の一部（例えば１次元フーリエ変換など）は、演算ユニット１０にて行うようにしても良い。
【００６１】
脳脊髄液の局所的な流速の変化をトリガ検出の対象とした例を示したが、脳脊髄液は拍動により脳実質が動くことも知られている。高強度のフローエンコード用傾斜磁場パルス（Gvenc）を印加して、脳実質の部分の微小な動きをトリガ検出の対象にすることも可能である。また、血流の変化をトリガ検出の対象にすることも可能である。
【００６２】
（第３の実施形態）
以下、第３の実施形態について説明する。
【００６３】
図１１は第３の実施形態におけるパルスシーケンスを示す図である。図１１に示される波形は上から順番に、同期波形としてのＥＣＧ（electrocardiograph）、撮像対象に印加する高周波パルス（ＲＦ）、スライス方向の傾斜磁場波形（Ｇss）、リードアウト方向の傾斜磁場波形（Ｇro）、位相エンコード方向の傾斜磁場波形（Ｇpe）、高周波パルス印加時の搬送波の中心周波数からのずれ（△ｆ）を示す。期間Ｐ１は、血液や脳脊髄液をラベリングするためのタグ（標識）用シーケンス部分であり、期間Ｐ２は、画像化のための本体のパルスシーケンス部分である。この例では、高速スピンエコー法を採用しているが、たとえばコヒーレント型のグラディエントエコー法（TrueSSFP法，TrueFISP，balancedFFE法）などの任意の画像化方法が利用可能である。
【００６４】
図１１と図２４とを比較して分かるように、第３の実施形態におけるパルスシーケンスは、特許文献１に開示されたパルスシーケンスをベースとしている。すなわち、期間Ｐ１におけるラベリングと期間Ｐ２におけるエコー収集とからなる撮像サイクルを複数回繰り返す。そして第３の実施形態におけるパルスシーケンスが図２４に示されたパルスシーケンスと異なるのは、各サイクルで時間ＴＤtagおよび時間ＴＩを一定としている点にある。なお、各サイクルで時間ＴＤtagおよび時間ＴＩを一定とするシーケンスについては、特許文献１にも示されているが、特許文献１においてはラベリングする領域を各サイクル毎に異ならせているのに対して、第３の実施形態ではラベリングする領域も各サイクルで同一としている。このようなパルスシーケンスは、シーケンサ５の制御によって実現することができる。
【００６５】
撮像サイクル毎に収集されるエコーデータに基づいてそれぞれ再構成される複数の画像を連続的に表示することにより、個々の撮像中の観測対象の動きの変動による画像変化のみを観測することができる。必要により、各画像上でラベリング部分が到達している距離により、連続表示する順序を入れ替えて表示してもよい。
【００６６】
さらに、毎回の流速の変動の影響を低減させるためには、例えば図１２に示すように、撮像した複数の画像ＩＭ１，ＩＭ２…，ＩＭｍを平均処理して平均画像ＩＭaveを作成し、表示しても良い。あるいは、例えば図１３に示すように、画像ＩＭ１，ＩＭ２…，ＩＭｍの分散に比例した分散画像ＩＭvarを作成し、表示してもよい。さらには、平均画像ＩＭaveと分散画像ＩＭvarとを色を異ならせて重ねて表示してもよい。
【００６７】
さらに、上記のような複数回の画像収集を必要により時間ＴＩやラベリングする領域を変化させながら行い、画像平均処理という、この一連の処理を複数の異なる時間ＴＩや位置の異なるラベリング領域について行い、得られた複数の異なる平均処理後の画像を連続的に表示してもよい。この場合は、個々の撮像で顕著だった毎回の流速の変動の影響を大きく低減することができ、時間ＴＩやラベリング領域の位置の違いによる画像変化をより鮮明に表示することができる。
【００６８】
上記のような各種の画像の表示は、例えばホスト計算機６の制御の下に表示器１２にて行われる。また各種の画像処理は、ホスト計算機６または演算ユニット１０にて行う。
【００６９】
（第４の実施形態）
以下、第４の実施形態について説明する。この第４の実施形態は本発明の目的に対応する。
【００７０】
図１４は第４の実施形態におけるパルスシーケンスを示す図である。図１４に示される波形は上から順番に、同期波形としてのＥＣＧ（electrocardiograph）、撮像対象に印加する高周波パルス（ＲＦ）、スライス方向の傾斜磁場波形（Ｇss）、リードアウト方向の傾斜磁場波形（Ｇro）、位相エンコード方向の傾斜磁場波形（Ｇpe）、高周波パルス印加時の搬送波の中心周波数からのずれ（△ｆ）を示す。期間Ｐ３１は、血液や脳脊髄液をラベリングするためのタグ（標識）用シーケンス部分であり、期間Ｐ２は、画像化のための本体のパルスシーケンス部分である。この例では、高速スピンエコー法を採用しているが、たとえばコヒーレント型のグラディエントエコー法（TrueSSFP法，TrueFISP，balancedFFE法）などの任意の画像化方法が利用可能である。
【００７１】
第４の実施形態におけるパルスシーケンスは、期間Ｐ３１におけるラベリングと期間Ｐ２におけるエコー収集とからなる撮像サイクルを複数回繰り返す。期間Ｐ２におけるエコー収集のためのパルスシーケンスは、図２４に示されたものと同様である。
【００７２】
期間３１においては、ＥＣＧにＲ波が生じる基準時相から時間ＴＤtagが経過した時点から、連続的に３つのラベリングパルスＬＰ1，ＬＰ2，ＬＰ3を印加する。これらのラベリングパルスＬＰ1，ＬＰ2，ＬＰ3を印加する際には、ラベリングされる領域をそれぞれ異ならせるために、傾斜磁場波形を例えば図１４に示すように異ならせる。さらに、ラベリングパルスＬＰ1を印加するのに先立って、ラベリングパルスＬＰ0を印加する。この際には、傾斜磁場を発生せずに、ラベリング領域を非選択とする。このようなパルスシーケンスは、シーケンサ５の制御によって実現することができる。
【００７３】
ラベリングパルスＬＰ1，ＬＰ2，ＬＰ3のいずれかで励起される領域では、ラベリングパルスＬＰ0によっても１８０度反転励起される。ラベリングパルスＬＰ0とラベリングパルスＬＰ1，ＬＰ2，ＬＰ3との時間差は脳脊髄液のようなラベリング対象のＴ１値に対して十分に短いため、ラベリングパルスＬＰ1，ＬＰ2，ＬＰ3により励起される領域では３６０度のフリップ角の励起をされたのと同様となり、縦磁化はほぼ初期状態となる。一方、ラベリングパルスＬＰ1，ＬＰ2，ＬＰ3のいずれでも励起されない領域では、ラベリングパルスＬＰ0によってしか励起されないため、１８０度の励起を受け、縦磁化が反転する。
【００７４】
かくして第４の実施形態における上記のパルスシーケンスによれば、互いに異なる３つの領域に関してラベリングすることができる。そして期間Ｐ２において収集されるエコーから再構成される画像においては、上記の３つの領域でラベリングされた部分だけが高信号になる。つまり第４の実施形態により撮像される画像によれば、１枚の画像上で広い範囲についての脳脊髄液や血液の動態が把握でき、効率的な検査ができる。
【００７５】
また、独立した３つの領域に関してラベリングすることができるために、互いに異なる部位に関する脳脊髄液や血液の動態を把握するのに有効な画像が得られる。
【００７６】
なお、ラベリング領域は、２つまたは４つ以上とすることもできる。
【００７７】
以下に、複数のラベリング領域の設定の具体例を説明する。
【００７８】
臨床的に関心の高い部位として、モンロー溝(Monro foramen)、中脳水道および橋槽(pontine cistern)、あるいは大後頭孔(foramen magnum)などが知られている。これらの部位は、脳脊髄液が流れる部分が健常者でも狭くなっており、流速が比較的早い部位である。症例によりこれらの部位が健常者より狭窄したり、脳脊髄液の流れに変化が現れたりする。そこで例えば図１５に示すように、モンロー溝を含む領域Ｒ１、中脳水道および橋槽を含む領域Ｒ２および大後頭孔を含む領域Ｒ３をそれぞれラベリング領域とすることができる。このように脳脊髄液や血液の循環経路に関する臨床的な知識を利用して、３つのラベリング領域を適切に設定することにより、臨床的な観察目的にあった非常に有用な画像を得ることが可能である。
【００７９】
臨床的に関心の高い部位として別に、大脳外側窩（fossa lateralis cerebri）が知られている。大脳外側窩（Fossa  lateralis cerebri）における脳脊髄液の動態を把握することを目的とした場合、例えば図１６に示すように、正中部矢状断像（サジタル像）でほぼ冠状断像（コロナル像）に近い断面で、全交連（anterior commisure）あるいは視交叉（optic chiasm）付近を通るような断面Ｓ１を設定することが望ましい。図１７はこのような断面Ｓ１について撮像された２次元（２Ｄ）画像を示す図である。そして図１７に示すように、２次元画像上にて、ラベリング領域Ｒ１１，Ｒ１２を設定し、上記のパルスシーケンスにより撮像を行えば、例えば図１８に示すような画像が得られる。撮像中の動きが十分に小さい部分は、撮像時のラベリング領域Ｒ１１，Ｒ１２自体が高信号化される。脳脊髄液の動きにより、領域Ｒ１３，Ｒ１４，Ｒ１５，Ｒ１６，Ｒ１７に関して脳脊髄液が高信号化される。これは、大脳外側窩を脳脊髄液が左右方向に行ったり来たりして移動していること（「to and fro motion」と称される動き）を示している。一方、領域Ｒ１７，Ｒ１８は、通常は高信号化が観測されることは稀である。この高信号部分の範囲や左右差、何らかの治療前後の変化などを比較することにより、診断上必要な情報を収集することができるので、ラベリング領域Ｒ１１，Ｒ１２のように複数のラベリング領域が設定できることが有用である。
【００８０】
（第５の実施形態）
以下、第５の実施形態について説明する。
【００８１】
ホスト計算機６は、ラベリングを行った上で撮像した例えば図１９に示すような画像を位置決め用画像として表示器１２に表示させ、この画像上で術者による断面の指定を受け付ける。なお図１９では、領域２１をラベリング領域としており、領域Ｒ２２が高信号で描出されている。なお、位置決め用画像を撮像するためのパルスシーケンスは、上記の各実施形態に示されるものや特許文献１に示されるものなどを任意に適用できる。
【００８２】
かくして術者は、例えば図２０に示すように、脳脊髄液の流速の早い部分が含まれるような撮像断面Ｓ１１を決めることが可能となる。
【００８３】
図２１は撮像断面Ｓ１１に関して撮像した２次元画像である。このような画像に例えば図２１に示すようにモンロー溝を含んだラベリング領域Ｒ２３をラベリングした上での撮像を行えば、例えば図２２に示すような画像が得られる。斜線により表した領域Ｒ２４がラベリング後にラベリング領域Ｒ２３から脳脊髄液が移動し、高信号化している部分である。すなわちこの図２２に示す画像は、図４に示すように、ラベリングパルスの前に非選択ＩＲパルスを印加するパルスシーケンスにより撮像されている。
【００８４】
これにより、脳脊髄液フローの情報が把握できている状態で設定ができるので、通常の位置決め画像で撮像断面設定するよりも容易に脳脊髄液フローが早い部分や診断上関心のある位置、方向に撮像断面設定ができる。
【００８５】
（第６の実施形態）
以下、第６の実施形態について説明する。
【００８６】
図２３はホスト計算機６の第６の実施形態における特徴的な処理の手順を示すフローチャートである。
【００８７】
ホスト計算機６は、検査の事前準備として、ラベリング領域の指定を受ける。この時にラベリング領域の指定は、脳脊髄液や血液の循環経路に関する臨床的な知識を活かして、診断目的、そのほかの撮像条件に応じて適切に行われることが望ましい。
【００８８】
ラベリング領域が指定されたならば、ホスト計算機６はステップＳｂ１において、指定されたラベリング領域に関するラベリング位置情報を作成する。ラベリング位置情報には例えば、オフセット、ローテーション情報、ラベリング領域の幅、ＲＦパルスの種類・持続時間などの情報を含む。ステップＳｂ２においてホスト計算機６は、上記の作成したラベリング位置情報をラベリング位置保存部に保存する。
【００８９】
ラベリング位置保存部としては、記憶ユニット１１、第６の実施形態のＭＲＩ装置に病院内ネットワークを介して接続された院内サーバにより管理される記憶媒体、あるいは第６の実施形態のＭＲＩ装置にインターネットなどを介して接続されたウェブサーバにより管理された記憶媒体などの任意の記憶媒体を利用できる。
【００９０】
実際の検査時には、ステップＳｃ１においてホスト計算機６は、ラベリング位置保持部からラベリング位置情報を読み出す。そしてステップＳｃ２においてホスト計算機６は、ラベリング位置情報に基づいてラベリング領域を設定する。
【００９１】
かくして、実際の検査時におけるラベリング領域の設定は、脳脊髄液や血液の循環経路に関する臨床的な知識を持たない装置操作者でも、容易かつ適切に行えるようになり、装置操作者の熟練度による画質のばらつきが低減できる。
【００９２】
なお、ラベリング位置保存部に、予めいくつかのラベリング領域についてのラベリング位置情報を保存しておき、このラベリング位置情報を選択的に読み出してラベリング領域の設定に用いるようにしても良い。このようにすれば、検査の事前準備としてのラベリング領域の指定を行う必要がなく、さらに操作が簡易となる。
【００９３】
なお、本発明は上記各実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
【符号の説明】
【００９４】
１…磁石、２…静磁場電源、３…傾斜磁場コイルユニット、３ｘ，３ｙ，３ｚ…コイル、４…傾斜磁場電源、５…シーケンサ、６…ホスト計算機、７…ＲＦコイル、８Ｒ…受信器、８Ｔ…送信器、１０…演算ユニット、１１…記憶ユニット、１２…表示器、１３…入力器、１４…シムコイル、１５…シムコイル電源、１６…音声発生器、１７…ＥＣＧセンサ、１８…ＥＣＧユニット。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
0005514293.tif 000019
【図１９】
0005514293.tif 000020
【図２０】
0005514293.tif 000021
【図２１】
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【図２２】
0005514293.tif 000023
【図２３】
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【図２４】
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